JP2005533609A - 分光光度法により血液酸素添加をモニタする方法 - Google Patents

分光光度法により血液酸素添加をモニタする方法 Download PDF

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Abstract

対象組織内に光信号を伝送し、反射や透過によって、その組織を一度通り抜けた光信号を検知することができる近赤外分光光度（NIRS）センサを用いて、対象組織内の酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定するための方法及び装置を提供する。（１）第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号を対象組織内に伝送し、（２）光信号を対象の所定の第１距離及び所定の第２の距離に伝搬させた後、第１の波長、第２の波長及び第３の波長ごとに、第１の強度及び第２の強度を検知し、（３）検知された第１、第２及び第３の波長の第１の光強度及び第２の光強度を用いて、第１の波長、第２の波長及び第３の波長それぞれの光信号の減衰差を決定し、（４）第１の波長と第２の波長との間の光信号の減衰差、及び第１の波長と第３の波長との間の光信号の減衰差を決定し、そして、（５）第１の波長と第２の波長との間の減衰差及び第１の波長と第３の波長との間の減衰差を用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定するステップを備える方法である。

Description

本発明は、一般に生物組織の酸素添加を非侵襲的に決定する方法に関するものであり、特に、近赤外分光光度（NIRS）技術を用いた非侵襲的方法に関するものである。
血液中の酸素を運搬する分子は、ヘモグロビンである。酸素添加されたヘモグロビンは、オキシヘモグロビン（HbO2）と呼ばれ、脱酸素化されたヘモグロビンは、デオキシヘモグロビン（Hb）と呼ばれる。総ヘモグロビンは、その２つの状態にあるヘモグロビン和（総Hb＝HbO2＋Hb）であり、ヘマトクリット値またはヘモグロビン濃度が不変であるならば、相対的な血液量の変化に比例する。哺乳類の循環系は、血液ポンプメカニズム（心臓）、血液輸送システム（血管）及び血液酸素添加システム（肺）とからなる。肺で酸素添加処理された血液は、心臓を通り、動脈血管系に送り込まれる。通常の条件下では、酸素添加された動脈血は、主にHbO2からなる。大動脈血管は、生物組織の全体にわたって、細動脈と呼ばれるより小さな枝に分岐する。その細動脈は、最も細い血管である毛細管へ分岐する。その毛細管では、ヘモグロビンによって運搬された酸素が、組織中の細胞に運ばれ、その結果酸素分子を放出する（HbO2⇒Hb）。通常の条件下では、一部のHbO2分子のみが細胞代謝の必要に応じて組織に酸素を付与する。次に、それらの毛細管は、静脈循環系の始まりである細静脈に共に結合する。次に、細静脈は、静脈と呼ばれる、より大きな血管へ結合する。さらにそれらの静脈は結合して、心臓に戻り、静脈血が肺に送り出される。肺では、脱酸素化されたヘモグロビンHbが、再びHbO2になるための酸素を集め、循環プロセスが繰り返される。
酸素飽和度を次式に定義する。
Figure 2005533609
通常条件下での動脈循環系では、Hbに対するHbO2の割合が高く、結果として動脈酸素飽和度（SaO2％と定義する）は95〜100％である。毛細管を介して組織へ酸素を運搬した後、Hbに対するHbO2の割合は減少する。したがって、測定される静脈血の酸素飽和度(SvO2％と定義する)は、より低くなり約70%である。
パルス酸素測定法と呼ばれる一分光光度法では、細動脈血管系で脈動する動脈血液量の変化によって起こる検出光の脈動的な光減衰の変化を監視することで、末梢組織（すなわち指、耳、鼻）の動脈酸素飽和度（SaO2）を決定する。パルス酸素測定法は、測定するために、脈動する血液量の変化を必要とする。静脈血は脈動しないので、パルス酸素測定は、静脈血についての情報を全く提供することができない。
近赤外線分光光度法は、連続的に組織の酸素添加をモニタする光学分光光度法であり、臨床値のパラメータを計算するために脈動する血液量を必要としない。NIRS法は、近赤外領域光（700〜1,000nm）が容易に皮膚、骨及び他の組織を透過することができ、主に微小循環経路（例えば、毛細管、細動脈及び細静脈）に存在するヘモグロビンに遭遇するという原理に基づく。近赤外領域光に露光されたヘモグロビンは、酸化状態に依存して変化する固有の吸収スペクトルを有する。すなわち、オキシヘモグロビン（HbO2）及びデオキシヘモグロビン（Hb）は各々、個別の発色団の役割をする。特定の波長の異なる近赤外光を出射する光源を用い、透過光または反射光の減衰の変化を測定することによって、オキシヘモグロビン（HbO2）及びデオキシヘモグロビン（Hb）の濃度変化をモニタすることができる。大脳の酸素添加レベルを連続的にモニタする性能は、脳の酸素添加レベルが損なわれ、脳損傷または死を招く可能性がある危険にさらされる患者にとって特に価値のあるものである。
NIRS分析に使用する装置は、通常、複数の光源と、反射光または透過光を検出する一つまたは複数の光検出器と、光源から出射する光、及び光検出器によって検出される光を表す信号を処理する処理装置とを備える。光源には、700〜1000nmの波長領域で、検査されている生物組織に損傷を与える強度より低い強度で発光を生じさせる発光ダイオード（ＬＥＤ）またはレーザダイオードなどを通常、使用する。フォトダイオードまたは他の光源検出器は、検査される組織を反射または透過した光を検出するために用いられる。処理装置は、光源及び検出器から信号を受け、それらの信号を強度及び波動特性に関して分析する。
生物組織のような高散乱媒体の光減衰を明かにする、ランベルト−ベールの法則の変形体を利用してプログラムされた処理装置を備え、上述の装置と同様の装置を用いて、HbO2及びHb濃度の相対変化を測定することができることは公知である。変形ランベルト−ベールの法則を次のように表すことができる。
Figure 2005533609
ここで、「Aλ」は、特定の波長λでの組織の光減衰を表す（単位：光学濃度またはOD）。「Io」は入射光強度(単位:W/cm2)を表す。「I」は検出光強度を表す。「αλ」は、波長に依存する発色団吸光係数を表す(単位:OD*cm-1*μＭ-1)。「C」は、発色団濃度を表す(単位:μＭ)。「d」は光源と検出器（オプトード）の間隔を表す（単位:cm）。「Bλ」は波長に依存する光散乱差分経路長因子を表す（単位なし）。「G」は組織内の散乱による光減衰を表す(単位: OD)。積「d*Bλ」は、組織を移動する光子の有効経路長を表す。
Gは未知であるか、確かめるのが困難であるので、発色団濃度(C)の絶対測定は非常に困難である。しかしながら、数時間から数日にわたる適度な測定期間では、Gは一定のままであるとみなすことができ、それによって、０を基準とする基準線から発色団の相対変化を測定することができる。したがって、時間t1が光学測定の開始（すなわち、基準線）を示し、時間t2が時間t1後の任意の時刻であるとすると、t1、t2間の減衰の変化（ΔＡ）を計算することができ、変数G及びIoは、これらが一定であるという条件のもとで消去される。
発色団濃度(ΔC=C(t2)-C(t1))の変化は、例えば、変形ランベルト−ベールの法則から誘導された以下の式を用いて、減衰変化ΔＡから決定することができる。
Figure 2005533609
１つ以上の発色団濃度の相対変化を計算するために設計された現在公知のNIRSアルゴリズムは、式２または式３の多変数の形式を用いる。オキシヘモグロビン（ΔHbO2）とデオキシヘモグロビン（ΔHb）を識別し、それらの濃度の相対変化を計算するために、通常、少なくとも２つの異なる波長が使用される。検査される組織中のHbO2及びHbの濃度は、組織１リットル当りのμモル（μＭ）で決定される。
酸素添加レベルを決定するための上述のNIRS近似(approach)は有用であるが、組織内の酸素添加レベルの変化に関する情報を提供するだけである事に限定される。それは、生物組織内の酸素飽和の絶対値を決定する手段を提供しない。
現在、NIRSにより検査される組織内の静脈血と動脈血の相対的な寄与率（relative contributions）に関する情報は、任意に選択されるか、NIRS検査とは無関係なプロセスとして血液の侵襲的サンプリングにより決定される。例えば、NIRSは、約60〜80％の静脈血と約20〜40%の動脈血とを有する脳組織を検査すると推察されている。内頸静脈、頸静脈球或いは矢状静脈洞のような静脈の静脈排出部位に位置するカテーテルからの血液サンプルを用いてNIRS測定値が求められる。動物研究の結果によれば、NIRSが測定する組織は、矢状静脈洞酸素飽和度（SssO2）及び動脈酸素飽和度（SaO2）を重回帰分析して決定されて静脈と動脈とがほぼ２：１で混合してなることがわかっている。NIRSで検査される組織内の混合静脈／動脈酸素飽和度（SmvO2）を表す式は、次式で示される。
Figure 2005533609
ここで、「SvO2」は、静脈酸素飽和度を表し、「SaO2」は、動脈酸素飽和度を表し、Kv及びKaは、それぞれ静脈と動脈が寄与する加重値であり、Kv＋Ka＝1である。パラメータKv及びKaは、定数値またはSvO2とSaO2の関数である。内頸静脈（SijvO2）、頸静脈球（SjbO2）、矢状静脈洞（SssO2）から決定された酸素飽和度は、SvO2を表すのに用いることができる。したがって、個別に（discretely）サンプリングまたは連続的にモニタリングし、NIRSが検査した組織から動脈血及び静脈血を評価し、NIRS検査とは無関係の静脈血及び動脈血の相対的寄与率を決定するための回帰分析を用いることにより、式４中の各項の値は経験的に決定される。
ある深さの組織内の酸素飽和度を非侵襲的に決定するために、表面組織の影響を制限することが必要である。例えば、NIRS技術を用いて成人の脳の酸素飽和度を決定するために、頭蓋外の（extracranial）組織（頭皮及び頭蓋）からの汚染（contamination）を除去するか制限しなければならない。
したがって、必要とされているものは、レベルの変化よりもむしろ酸素飽和度の絶対値を決定することができ、生物組織内の酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定するための方法であり、組織内の光散乱、生体内の他の原因による吸収損失、及び測定装置の変動を含む他の未知の損失によるエネルギ損失（つまり、光減衰）を明らかにする較正手段を提供する方法であり、表面組織の影響を制限することによってある深さの組織内の酸素飽和度を非侵襲的に決定することができる方法である。
したがって、本発明の目的は、生物組織内の酸素飽和度の絶対値を非侵襲的に決定する方法を提供することにある。
本発明の他の目的は、生物的な複合物に起因する他の吸収によるエネルギ損失、及び光散乱によるエネルギ損失を明らかにする較正手段を用意する方法を提供することにある。
本発明の他の目的は、表面組織の影響を制限することによってある深さの組織内の酸素飽和度を非侵襲的に決定する方法を提供することにある。
本発明によれば、対象組織に光信号を伝送させ、一度その組織を透過した光信号を透過率または反射率によって検知することを可能とする近赤外分光光度法（NIRS）センサを利用して、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定する方法及び装置を提供する。その方法は、（１）対象組織へ光信号を伝送する（そこでは、伝送される光信号は、第１の波長、第２の波長及び第３の波長を含む）ステップと、（２）光信号が対象を通って第１及び第２の所定の距離を伝搬した後、第１、第２及び第３の波長を含む光信号の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、（３）検知された第１、第２及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を用いて、第１、第２及び第３の波長それぞれの光信号の減衰を決定するステップと、（４）第１の波長と第２の波長間の光信号の減衰差と、第１の波長と第３の波長間の光信号の減衰差とを決定するステップと、（５）第１の波長と第２の波長との間の減衰差、及び第１の波長と第３の波長間の減衰差を用いて、対象組織内の酸素飽和レベルを決定するステップとを備える。
本方法では、組織内の光散乱、生物的な複合物に起因する他の吸収損失、及び測定装置の変動を含む他の未知の損失によるエネルギ損失（光減衰）を明らかにすることができる。波長の関数として減衰差を決定することにより、生物的な複合物に起因する吸収損失に加えて、散乱によるエネルギ損失は、消去されるか、デオキシヘモグロビンに起因する減衰及びオキシヘモグロビンに起因する減衰に比べて極小化される。
組織の光散乱特性、固定光吸収成分、及び測定装置特性に起因する減衰差が極小化するという結果を明らかにするために、各パラメータは測定されるか較正されなければならない。直接測定することは困難であるので、NIRSセンサを用いて展開されたデータと組み合わせられ、経験的に決定されたデータの較正は、回帰技術を用いて実行される。その経験的に決定されたデータは、データがNIRSセンサで展開されているのと同じ時間で、或いはそれとほぼ同じ時間で収集される。一度、組織の光散乱特性に起因する減衰、固定光吸収成分に起因する減衰、及び測定装置特性に起因する減衰に関連した較正パラメータが決定されると、NIRSセンサは較正される。
それから、較正されたセンサは、本来の対象組織または他の対象組織の総酸素飽和度レベルを正確にかつ非侵襲的に決定するために使用することができる。さらに、光子が組織を伝搬する経路長が既知であれば、例えば、光源と光検出器間の距離（d）が既知、または測定可能であり、波長に依存する光散乱差分経路長因子を表す値（Bλ）が既知であれば、そのとき、検査された組織内のデオキシヘモグロビン（Hb）及びオキシヘモグロビン（HbO2）の濃度の合計を、本発明の方法及び装置を用いることで決定することができる。
較正されたセンサは、血液サンプルを侵襲的に作製することなく、同様のセンサを較正するために続けて使用することができる。それゆえに、本発明の方法及び装置は、組織内の血液の酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定することができる。
例えば、オペレータは、較正されたセンサを用いて、光信号または他の基準媒体を検知することで、基準値を作ることができる。次に、そのオペレータは、同一の光信号または基準媒体を検知し、続いて較正済のセンサに一致させるように未較正のセンサを調整することで、未較正のセンサを較正することができる。このように、一度、基準となるセンサを較正すると、侵襲的な手順を必要とすることなく、他の同様のセンサを較正することができる。
このように、本発明の方法及び装置によれば、いくつかの利点が得られる。それらの利点は、１）血液酸素飽和度の変化に対して、組織内の総血液酸素飽和度を決定するために用いることができる組織内の酸素飽和度を決定する実用的な非侵襲性の方法及び装置と、２）組織内の光散乱、生物的な複合物に起因する他の吸収損失、及び測定装置の変動を含む他の未知の損失によるエネルギ損失（すなわち、光減衰）を明らかにする較正方法と、３）静脈血に起因する酸素飽和度の寄与と動脈血に起因する酸素飽和度の寄与を区別して、組織内の酸素飽和度を決定するための実用的な非侵襲性の方法及び装置と、４）表面組織の影響を制限して、ある深さの組織の酸素飽和度を決定するための実用的な非侵襲性の方法及び装置とを有することである。
他の実施形態では、上述の実施形態に、パルス酸素測定技術を組み合わせて、組織内の静脈血に起因する血液酸素飽和度と組織内の動脈血に起因する血液酸素飽和度を区別する非侵襲的な方法を提供する。パルス酸素測定法を、動脈酸素飽和度を決定するために用い、次に、その動脈酸素飽和度を用いて、静脈酸素飽和度を決定する。
本発明の方法及び装置の目的、他の目的、特徴、及び利点は、以下に提供する本発明の詳細な説明及び添付の図面から明白となるだろう。以下に述べる方法及び装置は、基礎をなす発明の好ましい実施形態を構成し、したがって、本明細書中に開示される本発明を熟考すれば当業者であれば理解されよう、または理解可能な本発明のすべての態様を構成するものではない。
本発明によれば、対象組織に光信号を伝送させ、一度その組織を透過した光信号を透過率または反射率によって検知することを可能とする近赤外分光光度法（NIRS）センサを利用して、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定することができる。
本出願は2002年7月26日出願の米国特許仮出願第60/398,937号及び2002年8月30日出願の米国特許仮出願第60/407,277号の優先権利益を請求するものである。
本発明の方法及び装置は、光信号を対象組織内へ伝搬させ、透過または反射によってその組織を通過した光を検知可能な変換器を備える近赤外分光光度（NIRS）センサを提供し、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定するものである。本発明の方法及び装置は、様々なNIRSセンサを用いることができる。
しかしながら、本発明の方法は、この好適なNIRSセンサを用いることに限定されない。
図１〜５を参照すると、好適なNIRSセンサは変換部（変換器）１０と、処理部（処理装置）１２とを備える。変換部１０は、アセンブリハウジング１４と、コネクタハウジング１６とを備える。アセンブリハウジング１４は、対象生体に直接取り付けることができるフレキシブルな構造とし、１つまたは複数の光源１８と検出器１９，２０とを備える。アセンブリハウジング１４を対象となる皮膚に容易にかつ安全に装着するために、使い捨てで粘着性のあるエンベローブまたはパッドが用いられている。光源１８から既知で異なる波長を有する複数の光信号がプリズムアセンブリ２２を通過して出射する。光源１８は、予め決定された波長の狭いスペクトルバンド幅の光を出射させるレーザダイオードであるのが好ましい。一実施例では、複数のレーザダイオードがコネクタハウジング１６に設けられる。レーザダイオードは、ファイバ型の光導波路を介して、アセンブリハウジング１４内に配置されるプリズムアセンブリ２２に光学的に接続される。他の実施例では、光源１８はアセンブリハウジング１４内に設けられる。第１のコネクタケーブル２６は、アセンブリハウジング１４をコネクタハウジング１６と接続し、第２のコネクタケーブル２８は、コネクタハウジング１６を処理部１２と接続する。光検出器２０は、１つまたは複数のフォトダイオードを備える。そのフォトダイオードも、使えるように、第１及び第２のコネクタケーブル２６，２８を介して処理部１２に接続される。処理部１２は、光源１８及び光検出器１９，２０からの光強度信号を処理するためのプロセッサを備える。
そのプロセッサは、減衰の変化の特性を異なる波長間の減衰差の関数としてみなすアルゴリズムを利用している。本発明の方法は有利なことに、経路長の影響を極小化せずに、パラメータ「E」を明らかにするものである。このパラメータ「E」は、組織内の光散乱（G）、生物的な複合物に起因する他の吸収損失（F）、及び測定装置の変動を含む他の未知の損失（N）によるエネルギ損失（すなわち、光減衰）を表す。E = G + F + N 。
図１を参照すると、深い光検出器（the deep light detector）２０で検出される吸収Abλは、減衰と、深い位置の組織及び浅い位置の組織によるエネルギ損とからなり、一方、浅い光検出器（the shallow light detector）１９で検出される吸収Axλは、減衰と、浅い場所の組織だけのエネルギ損とからなる。吸収Abλ及びAxλは、「E」によるエネルギ損失を明らかにする式２の変形版である以下の式５及び式６の形で表すことができる。
Figure 2005533609
Figure 2005533609
式５に式６を代入するとA'λが得られ、A'λは、減衰と、深い組織のみによるエネルギ損失とを表す。
Figure 2005533609
ここで、Lは、光子が深い組織を通り抜ける有効経路長であり、A'1及びA'2を２つの異なる波長での吸収とする。したがって、E'λ＝Eλ−Exλとすると、
Figure 2005533609
となり、式７をA'1及びA'2に置き換えて式８に代入すると、ΔA'12は次のように表される。
Figure 2005533609
そして、式９を展開して書き直すと、
Figure 2005533609
となる。ここで、（Δαr12＊[Hb]b＊Lb）は、Hbに起因する減衰を表し、（ΔαO12＊[HbO2]b＊Lb）は、HbO2に起因する減衰を表し、ΔE'12は、組織内の光散乱、生物的な複合物に起因する他の吸収、及び測定装置の変動を含む他の未知の損失によるエネルギ損失（すなわち、光減衰）を表す。
式１０の多変数形式は３つの異なる波長を用いて[HbO2]b及び[Hb]bを決定するのに使用される。
Figure 2005533609
[HbO2]b及び[Hb]bを再整理して解くために、Δαの行列をΔα'に簡素化する。
Figure 2005533609
次に、この式に行列[ΔA'][Δα']-1＝[Ac]及び[ΔE][Δα']-1＝[Ψc]を結合させる。
Figure 2005533609
パラメータAHb及びAHbO2は行列[ΔAλ]と[Δα']-1の積であり、パラメータΨHb及びΨHbO2は行列[ΔE'λ]と[Δα']-1の積である。大脳の血液酸素飽和度（SnO2）のレベルを決定するために、式１３は式１の形を用いて書き直すと、以下のように表される。
Figure 2005533609
有効経路長Lbは、式１３から式１４へ処理する際に、消去されることに注意する。
SnO2の値は、最初に式４を用いてSmvO2から決定され、SvO2及びSaO2の値は、経験的に決定される。経験的に決定されるSvO2及びSaO2の値は、NIRSセンサを用いて対象組織を検知しているのと同じ時間、或いはそれとほぼ同じ時間に実行されている組織の個別サンプリングまたは連続的モニタリングによって展開（発展）されるデータに基づく。検知するNIRSの一時的かつ物理的な近似、及び経験的データの展開が、測定精度を確かなものとする。式４中のKv及びKaの初期値は、測定する環境に近く、臨床上妥当な値である。AHbO2及びAHbの値は、それぞれ波長ごとにNIRSセンサで検知されたIbλ及びIxλの値を用いて数学的に決定される（例えば、式５及び式６を用いる）。次に、較正パラメータΨHb及びΨHbO2は、式１４と、SvO2及びSaO2の値に異なる重み付けした相関関係よる非線形回帰技術とから決定される。つまり、KaとKaの値は異なる。Kv、Ka、ΨHb及びΨHbO2は、非線形回帰技術を用いて、統計的に好ましい値（許容値）に収束する。Ka及びKvを適切に選択した後、較正パラメータΨHb及びΨHbO2は、異なる被験者の脳の酸素添加をモニタするために用いられる個々のNIRSセンサで統計的に許容誤差範囲内で一定であることが実験によって分かっている。換言すれば、一度センサが正確に測定されれば、様々な被験者に用いることができ、各被験者の正確な情報を入手することができる。動物を対象にしても同じことが言える。
酸素飽和度の絶対的な値を決定するもう一方の方法では、式７を書き換える。
Figure 2005533609
２つの波長を用いた場合では、「R」を較正率パラメータとする。
Figure 2005533609
Lbを消去して代入し、
Figure 2005533609
から
Figure 2005533609
と変形して、以下にSnO2を表す式が得られる。
Figure 2005533609
A'1及びA'2の値は、各波長毎にIb及びIxを測定することによって決定される。
パラメータE'1及びE'2は、重み付けされた脳の静脈酸素飽和度と動脈酸素飽和度の比のうち「最も適合した」組合せから導き出された較正係数を経験的に決定されるものと考えられる。非線形回帰技術を用いて、静脈及び動脈酸素飽和度に重み付けする値の特定の比に、A'1、A'2、E'1及びE'2の関数である「R」の「最も適合した」関係を見つけるために、静脈及び動脈酸素飽和度に重み付けする値の異なる組合せに相互に関連づけることによって、E'1及びE'2が決定される。
SnO2％を決定する際には、有効光子経路長Lbを消去する。しかしながら、光子経路長が既知であるか推測される場合、Hb及び/又はHbO2の合計値を決定することができる。例えば、較正値ΨHb及びΨHbO2と共に経路長Lbの値を式１３に入力することにより、Hb及び/又はHbO2の合計値を算出することができる。式２によれば、経路長Lは、積「B＊d」から概算することができる。経路長を計算する際の光源と検出器との間隔（オプトード）距離のパラメータ「d」は、測定可能な値であり、NIRSセンサを設計する際に、光源と検出器との距離を固定してセットすることによって一定とすることができる。或いは、一度オプトードを測定対象に配置すれば、キャリパス、ルーラーまたは他の長さを測定する手段を用いて、パラメータ「d」を測定することができる。経路長のもう一つの要素「B」は、その測定が非常に困難であり、かなり高度な設備を必要とする。新生児及び成人の頭の差分経路長因子値を測定した膨大なデータセットから、「B」の概算値を、統計的に許容誤差範囲内で決定することができる。「B」のこれらの所定値を式１３へ代入すると、Hb及びHbO2の合計値を決定できる。
Hb及びHbO2の合計値を決定する他の方法では、式３と式１３を共に組み合わせる。式３の多変量形を以下に示す。
Figure 2005533609
時間t＝t1のとき、ΔHbとΔHbO2の値は0である。式１３を適用し、所定の差分経路長因子「B」及びオプトードの間隔「d」で較正値ΨHb及びΨHbO2がわかれば、Hb及びHbO2の各々の合計絶対値がt＝t1において決定され、それぞれ[Hb]t1及び[HbO2]t1によって表される。次に、時間t＝t2のとき、ΔHb及びΔHbO2の値は式１８を用いて決定される。Hb及びHbO2のそれぞれの合計値は、時間t＝t2のときの以下の式を用いて決定される。
Figure 2005533609
Figure 2005533609
式１３および１８中の共有のパラメーターがすべて正確な場合のみ、式１９および２０は有効である。実際に計算すると、式１３と式１８を結合させる利点は、HbとHbO2の合計値を算出する際に、信号対雑音比（SNR）を向上させる点にある。逆に、SnO2を算出する際の、向上されたSNRも、以下に表す式から得ることができる。
Figure 2005533609
個々のNIRSセンサの較正パラメータΨHb及びΨHbO2が上述の方法を用いて決定されると、そのセンサは較正されたセンサとなる。較正されたNIRSセンサは、非侵襲的な手段によって、総組織酸素飽和度SnO2の正確な測定を提供する。その後、較正されたセンサは、新生児及び成人を含むどのヒトの患者にも使用することができる。そのセンサが動物に対して較正されれば、動物を対象にしても同じことが言える。本発明の方法は、大脳組織内の血液の酸素添加を検知する観点から先に述べられているが、本発明の方法及び装置は、大脳への利用に制限されず、対象となる被験者の体内の他の場所で見られる組織内の血液酸素添加を決定することができる。
本発明の他の実施形態によれば、上述の方法を用いて、疑似試料（基準試料とも称される）を使用することにより、同様のセンサを較正するのに使用することができる「基準」センサを設定することができる。この疑似試料は、NIRSセンサによって検査される組織と同様の光学特性を有する。基準に較正されたNIRSセンサは、疑似試料を検知し、基準値を作成するために用いられる。同様に、同一の疑似試料を検知し、未較正のNIRSセンサの出力が較正済の基準センサによって得られた基準値と一致するまで、未較正のハードウェアまたは未較正のセンサの出力を調整することによって、その未較正のセンサを較正することができる。したがって、未較正のセンサの較正パラメータΨHb及びΨHbO2は、疑似試料から決定される。この技術によって、上述の方法でそれぞれ新しいセンサを較正する必要がなくなり、それによってNIRSセンサを較正するための迅速かつ費用効果の高い方法が得られる。
Hb及びHbO2に加えて、対象となる他の生物構成成分（例えば、シトクロムaa3）を式２、３、６または７の多変量形を用いて決定することができる。追加したそれぞれの構成成分を決定するには、波長を追加して測定する必要がある。
他の実施形態では、上述の方法をパルス酸素測定技術と組み合わせて、静脈血に起因する酸素飽和度と動脈血に起因する酸素飽和度を識別する非侵襲的な方法を提供することができる。式４に示されるように、静脈酸素飽和度SvO2と動脈酸素飽和度SaO2との比によってSmvO2を決定する。較正されたNIRSセンサは、混合静脈酸素飽和度SmvO2との相関関係による回帰技術を用いることによって、総組織酸素飽和度SnO2の正確な測定値を測定する。したがって、以下の式が得られる。
Figure 2005533609
非侵襲的パルス酸素測定技術を用いて、細動脈血管系中の脈動動脈血量によって誘導される検出光の脈動光減衰変化をモニタすることによって末梢組織（すなわち、指、耳、鼻）の動脈酸素飽和度SaO2を決定することができる。パルス酸素飽和度によって決定した動脈血酸素飽和度は、臨床上SpO2を表す。NIRSモニタリング及びパルス酸素測定モニタリングを同時に行い、SpO2を式２３のSaO2と等しく設定すれば、静脈酸素飽和度を以下の式から決定することができる。
Figure 2005533609
脳については、静脈酸素飽和度SvO2は、内頸静脈（SijvO2）、頸静脈球（SjbO2）または矢状静脈洞（SssO2）から決定され、パラメータKa及びKvは、NIRSセンサの較正中に経験的に決定される。ほとんどの生理的な条件下では、SpO2は脳動脈酸素飽和度を表す。したがって、NIRSセンサを較正するのに使用した静脈酸素飽和度のパラメータに応じて、この臨床上重要なパラメータ（すなわち、SijvO2、SjbO2またはSssO2）を、非侵襲的な手段を用い、式２４によって決定することができる。
開示した本発明の実施形態の多くの変更及び変形形態を、本発明の概念から逸脱することなく加えることが可能であるが、添付の特許請求の範囲により必要とされる他には本発明を制限するものではない。
図１は、NIRSセンサを表す概略図である。 図２は、対象の頭に設置されたNIRSセンサを表す概略図である。 図３は、NIRSセンサの概略図である。 図４は、NIRSセンサを較正するための、本発明の方法のブロック・ダイヤグラムである。 図５は、吸収係数−波長のプロット例を示すグラフである。
符号の説明
１０ 変換部
１４ アセンブリハウジング
１８ 光源
１９ 光検出器
２０ 光検出器

Claims (53)

  1. 近赤外分光光度センサを用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定する方法であって、
    上記センサを用いて上記対象組織内に、第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の上記光信号の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    上記対象組織内で光信号の散乱に起因する光信号の減衰を求めるために、上記センサで検知される上記対象組織に関する経験的データを用いて上記センサを較正するステップと、
    検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記第１の強度及び第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長それぞれの光信号の減衰を決定するステップと、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の光信号の減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の光信号の減衰差を決定するステップと、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の上記減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の上記減衰差を用いて、上記対象組織内の上記血液酸素飽和レベルを決定するステップとを含む方法。
  2. 上記センサが、式：
    SmvO2＝Kv＊SvO2+Ka＊SaO2
    を用いて較正される請求項１記載の方法。
  3. 上記センサが、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定するべく、経験的データを用いて較正される請求項２記載の方法。
  4. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表す）
    を用いる請求項３記載の方法。
  5. 光子経路長Lbを決定し、上記第１及び第２の較正定数を用いて、上記対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップをさらに備える請求項４記載の方法。
  6. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定する請求項５記載の方法。
  7. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項６記載の方法。
  8. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項７記載の方法。
  9. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項１記載の方法。
  10. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項９記載の方法。
  11. 対象の皮膚に取り付けられた近赤外分光光度センサを用いて対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する方法であって、
    上記対象組織内に、第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記光信号の上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記第１の強度及び第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長それぞれの光信号の減衰を決定するステップと、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の光信号の減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の光信号の減衰差を決定するステップと、
    検知する時間と同じ時間あるいはそれとほぼ同じ時間で上記対象から得られた経験的データを用いて、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定するステップと、
    上記第１の波長と上記第２の波長の間の上記減衰差と、上記第１の波長と上記第３の波長の間の上記減衰差と、上記第１の較正定数と、上記第２の較正定数とを用いて上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを備える方法。
  12. 上記経験的データが、上記対象からの静脈血及び動脈血を個別にサンプリングすることにより収集される請求項１１記載の方法。
  13. 上記経験的データが、上記対象からの静脈血及び動脈血を連続的にモニタリングすることにより収集される請求項１１記載の方法。
  14. 上記センサが、式：
    SmvO2＝Kv＊SvO2+Ka＊SaO2
    を用いて較正される請求項１１記載の方法。
  15. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表す）
    を用いる請求項１４記載の方法。
  16. 光子経路長Lbを決定し、上記第１及び第２の較正定数を用いて、上記対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップをさらに備える請求項１５記載の方法。
  17. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定する請求項１６記載の方法。
  18. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項１７記載の方法。
  19. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項１８記載の方法。
  20. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項１１記載の方法。
  21. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項２０記載の方法。
  22. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表す）
    を用いる請求項１１記載の方法。
  23. 光子経路長Lbを決定し、上記第１及び第２の較正定数を用いて、上記対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップをさらに備える請求項２２記載の方法。
  24. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定する請求項２３記載の方法。
  25. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項２４記載の方法。
  26. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項２５記載の方法。
  27. 対象組織内の血液酸素飽和レベルを決定する際に使用する近赤外分光光度センサを較正する方法であって、
    上記センサを用いて上記対象組織内に、第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記光信号の上記第１、第２及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記第１の強度及び第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長のそれぞれについて上記光信号の減衰を決定するステップと、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の光信号の減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の光信号の減衰差を決定するステップと、
    検知する時間と同じ時間あるいはそれとほぼ同じ時間で上記対象から得られた経験的データを用いて、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定するステップと、
    上記第１の較正定数及び上記第２の較正定数を用いて上記センサを較正するステップとを備える方法。
  28. 上記経験的データが、上記対象からの静脈血及び動脈血を個別にサンプリングすることにより収集される請求項２７記載の方法。
  29. 上記経験的データが、上記対象からの静脈血及び動脈血を連続的にモニタリングすることにより収集される請求項２７記載の方法。
  30. 上記センサが、式：
    SmvO2＝Kv＊SvO2+Ka＊SaO2
    を用いて較正される請求項２７記載の方法。
  31. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表す）
    を用いる請求項３０記載の方法。
  32. 光子経路長Lbを決定し、上記第１及び第２の較正定数を用いて、上記対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を決定するステップをさらに備える請求項３１記載の方法。
  33. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定する請求項３２記載の方法。
  34. 上記第１の波長と第２の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第１の波長と第３の波長間の上記光信号の減衰差を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項３３記載の方法。
  35. 上記第１の波長、第２の波長及び第３の波長の少なくとも一つの波長について、上記光信号の減衰を決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項３４記載の方法。
  36. NIRSセンサを較正する方法であって、
    第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する第１の光信号を、較正されたNIRSセンサから基準試料に伝送させるステップと、
    上記第１の光信号が上記基準試料を伝搬した後、上記較正されたNIRSセンサで、上記第１の光信号の、上記第１、第２及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    上記較正されたNIRSセンサで検知された上記第１の光信号の上記第１の強度及び上記第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長のそれぞれについて上記第１の光信号の第１の減衰を決定するステップと、
    第１の波長、第２の波長、及び第３の波長を有する第２の光信号を、未較正のNIRSセンサから上記基準試料に所定の第１の強度で伝送させるステップと、
    上記第２の光信号が対象を伝搬した後、上記未較正のNIRSセンサで、上記第２の光信号の、上記第１、第２及び第３の波長の第２強度を検知するステップと、
    上記未較正のNIRSセンサで検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記所定の第１の強度及び第２の強度を用いて、第１、第２及び第３の波長のそれぞれについて上記第２の光信号の第２の減衰を決定するステップと、
    上記第２の減衰が上記第１の減衰にほぼ一致するように未較正のNIRSセンサを調整するステップとを備える方法。
  37. 近赤外分光光度センサを用いて、対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を非侵襲的に決定する方法であって、
    （ａ）第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号をNIRSセンサから上記対象組織内に伝送させ、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記光信号の上記第１、第２及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を検知し、
    上記対象組織内で光信号の散乱に起因する光信号の減衰を求めるために、上記センサで検知される上記対象組織に関する経験的データを用いて上記センサを較正し、
    検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記第１の強度及び第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長のそれぞれについて上記光信号の減衰を決定し、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の光信号の減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の光信号の減衰差を決定し、
    検知する時間と同じ時間あるいはそれとほぼ同じ時間で上記対象から得られた経験的データを用いて、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定し、
    上記第１の波長と上記第２の波長の間の上記減衰差と、上記第１の波長と上記第３の波長の間の上記減衰差と、上記第１の較正定数と、上記第２の較正定数とを用いて上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップと、
    （ｂ）光子経路長Lbを決定するステップと、
    （ｃ）上記第１の較正定数及び上記第２の較正定数を用いて、上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を決定するステップとを備える方法。
  38. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰差を表す）
    を用いて決定する請求項３７記載の方法。
  39. 近赤外分光光度センサを用いて、初期時間t1及び後の時間t2での対象組織内のオキシヘモグロビン濃度及びデオキシヘモグロビン濃度を非侵襲的に決定する方法であって、
    （ａ）第１の波長、第２の波長及び第３の波長を有する光信号をNIRSセンサから上記対象組織内に伝送させ、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記光信号の上記第１、第２及び第３の波長の第１の強度及び第２の強度を検知し、
    上記対象組織内で光信号の散乱に起因する光信号の減衰を求めるために、上記センサで検知される上記対象組織に関する経験的データを用いて上記センサを較正し、
    検知された上記第１、第２及び第３の波長の上記第１の強度及び第２の強度を用いて、上記第１、第２及び第３の波長のそれぞれについて上記光信号の減衰を決定し、
    上記第１の波長と上記第２の波長間の光信号の減衰差、及び上記第１の波長と上記第３の波長間の光信号の減衰差を決定し、
    検知する時間と同じ時間あるいはそれとほぼ同じ時間で上記対象から得られた経験的データを用いて、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定し、
    上記第１の波長と上記第２の波長の間の上記減衰差と、上記第１の波長と上記第３の波長の間の上記減衰差と、上記第１の較正定数と、上記第２の較正定数とを用いて上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップと、
    （ｂ）光子経路長Lbを決定するステップと、
    （ｃ）式：
    Figure 2005533609
     （ただし、ΨHbO2は上記第１の較正定数を表し、ΨHbは上記第２の較正定数を表し、AHbO2はオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰を表し、AHbはデオキシヘモグロビンに起因する光信号の減衰を表す）
    を用いて、上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を、上記初期時間t1において決定するステップと、
    （ｄ）上記初期時間t1から後の第２時間t2までの上記オキシヘモグロビン濃度の変化及び上記デオキシヘモグロビン濃度の変化を式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定するステップと、
    （ｅ）上記後の時間t2における上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を式：
    Figure 2005533609
     および
    Figure 2005533609
     を用いて決定するステップとを備える方法。
  40. 近赤外分光光度センサを用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定する方法であって、
    上記センサを用いて対象組織内に光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、適宜に選択された３つ以上の波長の上記光信号の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    上記対象組織内で光信号の散乱に起因する光信号の減衰を求めるために、上記センサで検知される上記対象組織に関する経験的データを用いて上記センサを較正するステップと、
    上記適宜に選択された波長の上記第１の強度及び検知された上記第２の強度を用いて、上記適宜に選択された少なくとも「n」（nは３以上の整数）数の波長の光信号の減衰を決定するステップと、
    第１の波長と上記適宜に選択された「n」数の波長のそれぞれとの間の上記光信号の減衰差を決定するステップと、
    上記第１の波長と他の適宜に選択された「n」数の波長のそれぞれとの間の減衰差を用いて、上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを備える方法。
  41. 対象の皮膚に取り付けた近赤外分光光度センサを用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを決定する方法であって、
    上記対象組織内に光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、適宜に選択された３つ以上の波長の上記光信号の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと
    上記適宜に選択された波長の上記第１の強度及び検知された上記第２の強度を用いて、上記適宜に選択された少なくとも「n」（nは３以上の整数）数の波長の光信号の減衰を決定するステップと、
    第１の波長と上記適宜に選択された「n」数の波長のそれぞれとの間の上記光信号の減衰差を決定するステップと、
    検知する時間と同じ時間あるいはそれとほぼ同じ時間で上記対象から得られた経験的データを用いて、第１の較正定数及び第２の較正定数を決定するステップと、
    上記第１の波長と他の適宜に選択された「n」数の波長のそれぞれとの間の減衰差と上記第１の較正定数と上記第２の較正定数とを用いて、上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを備える方法。
  42. 近赤外分光光度センサを用いて、対象組織内の血液酸素飽和度レベルを非侵襲的に決定する方法であって、
    上記センサを用いて上記対象組織内に、第１の波長及び第２の波長を有する光信号を伝送させるステップと、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記第１の波長における上記光信号の第１の強度及び第２の強度を検知するステップと、
    上記光信号が上記対象組織を通って第１の所定距離及び第２の所定距離を伝搬した後、上記センサを用いて、上記第２の波長における上記光信号の第３の強度及び第４の強度を検知するステップと、
    上記対象組織内で光信号の散乱に起因する光信号の減衰を求めるために、上記センサで検知される上記対象組織に関する経験的データを用いて上記センサを較正するステップと、
    上記第１の強度及び上記第２の強度を用いて、上記第１の波長における上記光信号の第１の減衰を決定するステップと、
    上記第３の強度及び上記第４の強度を用いて、上記第２の波長における上記光信号の第２の減衰を決定するステップと、
    上記第１及び第２の波長における上記光信号の上記第１の減衰と上記第２の減衰との比を決定するステップと、
    上記比を用いて、上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するステップとを備える方法。
  43. 上記センサが、式：
    SmvO2＝Kv＊SvO2＋Ka＊SaO2
    を用いて較正される請求項４２記載の方法。
  44. 上記第１の較正定数及び第２の較正定数を決定するために経験的データを用いて上記センサが較正される請求項４３記載の方法。
  45. 上記第１の波長と第２の波長の上記光信号の減衰の比Rを決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     （ただし、E'1は上記第１の較正定数を表し、E'2は上記第２の較正定数を表し、A'1は上記第１の波長の光信号の上記第１の減衰を表し、A'2は上記第２の波長の光信号の上記第２の減衰を表す）
    を用いる請求項４４記載の方法。
  46. 上記第１の波長の第１の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、かつ、上記第２の波長の第２の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項４５記載の方法。
  47. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和度レベルを決定するためのステップで、式：
    Figure 2005533609
     （ただし、Rは、上記第１の波長、上記第２の波長それぞれの光信号の減衰の比を表す）
    を用いる請求項４３記載の方法。
  48. 上記第１の波長及び第２の波長の上記光信号の減衰の比Rを決定するステップで式：
    Figure 2005533609
     （ただし、E'1は上記第１の較正定数を表し、E'2は上記第２の較正定数を表し、A'1は上記第１の波長の光信号の上記第１の減衰を表し、A'2は上記第２の波長の光信号の上記第２の減衰を表す）
    を用いる請求項４７記載の方法。
  49. 上記第１の波長の上記第１の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、上記第２の波長の上記第２の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項４８記載の方法。
  50. 上記対象組織内の上記血液酸素飽和レベルを決定する際に、
    上記第１の波長及び第２の波長のそれぞれの上記光信号の減衰の比を決定し、
    血液酸素飽和度と上記減衰の比間の関係を定義した較正曲線から得られた経験的データを用いて、上記血液酸素飽和度レベルを決定する請求項４３記載の方法。
  51. 上記第１の波長の上記第１の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用い、上記第２の波長の上記第２の減衰を決定するステップで、式：
    Figure 2005533609
     を用いる請求項５０記載の方法。
  52. 光子経路長Lbを決定し、
    上記第１の較正定数及び上記第２の較正定数を用いて、上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を決定するステップをさらに備える請求項４３記載の方法。
  53. 上記対象組織内の上記オキシヘモグロビン濃度及び上記デオキシヘモグロビン濃度を、式：
    Figure 2005533609
     を用いて決定する請求項５１記載の方法。
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